【文章內(nèi)容簡介】 的通透性。在靜息狀態(tài)下，細(xì)胞內(nèi)鉀離子濃度約為細(xì)胞外鉀離子濃度的 30 倍，相反細(xì)胞外鈉離子濃度約為細(xì)胞內(nèi)鈉離子濃度的 15 倍。至于陰離子，細(xì)胞內(nèi)液以蛋白陰離子的濃度為高，而在細(xì)胞外液 則以氯離子濃度為高 。 由于細(xì)胞膜對鉀離子的通透性遠(yuǎn)超超過對鈉離子 的 通透性，細(xì)胞內(nèi)鉀離子濃度又高于細(xì)胞外數(shù)十倍，鉀離子便會不斷地從細(xì)胞內(nèi)向細(xì)胞外滲出。當(dāng)鉀離子外滲時(shí)，氯離子亦隨之外滲，但因細(xì)胞膜本身帶有負(fù)電荷，氯離子滲出受阻，就使較多的鉀離子滲出到膜外，而未能滲出的游離型陰離子 (主要是蛋白陰離子，其次是氯離子 )留在膜內(nèi)，使 7 膜內(nèi)電位顯著低于膜外。 因而使膜內(nèi)電位維持在 –90 mV 的水平上，形成了靜息電位 [14–15]。 對應(yīng)靜息電位， 心肌細(xì)胞在興奮時(shí)所發(fā)生的電位變化稱為動作電位，即心肌細(xì)胞的除極和復(fù)極過程所發(fā)生的電 位變化 。這時(shí)膜內(nèi)外的電位必然改變，使原來的極化狀態(tài)遭到破壞，稱此種現(xiàn)象為 除極 現(xiàn)象。 心肌細(xì)胞受刺激時(shí)鈉通道開放，細(xì)胞膜對 Na+的通透性急驟升高，使細(xì)胞外液中的大量 Na+滲入細(xì)胞內(nèi)，膜內(nèi)電位從靜息狀態(tài)的 –90 mV 迅速上升到 +30 mV，當(dāng)一個(gè)心肌細(xì)胞的甲端受刺激而首先除極，由于 Na+的內(nèi)流使此處膜內(nèi)變?yōu)檎娢?，膜外變?yōu)樨?fù)電位 ，并且興奮可沿著細(xì)胞依次向下傳播。但 除極 過程是一個(gè)極其短暫的過程， 心肌細(xì)胞經(jīng)過除極后，又逐漸恢復(fù) 為原來的內(nèi) 負(fù) 外正狀態(tài)，即 復(fù)極 過程。復(fù)極的順序與除極相反是從心尖向心室基底部蔓延，從心外膜向心內(nèi)膜復(fù)極。 此時(shí) Na+的內(nèi)流已銳減，細(xì)胞膜對 K+和 Cl–的通透性增大，引起 K+的外流和 Cl–的內(nèi)流，其中 K+外流是主要的，使膜內(nèi)電 位 快速自 +20 mV 下降 。復(fù)極結(jié)束后， 整個(gè)心肌細(xì)胞恢復(fù)極化狀態(tài) ，完成一個(gè)心電周期。以心室肌細(xì)胞動作電位示意圖為例，如圖 2–2 所示。 圖 2–2 心室肌細(xì)胞動作電位示意圖 綜上所述，在心肌細(xì)胞的除極和復(fù)極過程中，將形成一個(gè)變化的電矩，因而在其周圍空間將引起電位的變化，進(jìn)而形成各種各樣的心電圖 [15]。由于臨床上用于診斷的心電圖形是由各部分心肌細(xì)胞產(chǎn)生的動作電位綜合而成的，包含 一系列具有相同波群的心電信號，即 P 波、 QRS 波、 T 波及各個(gè)間期等。典型心電波形如圖 2–3 所示，從心電圖中可以觀察到各心電波段的信息。以 T 波為例， T 波代表晚期心室復(fù)極時(shí)的電位改變，是 S–T 段后出現(xiàn)的 8 一個(gè)占時(shí)較長的波，而 T 波低平代表心室激動過程顯著異常，或是心肌功能的改變。 圖 2–3 正常心電圖 從體表獲取心電信號時(shí)，通常有 12 種標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)聯(lián)，即標(biāo)準(zhǔn) I, II, III 肢體導(dǎo)聯(lián) (bipolar limb leads), 加壓肢體導(dǎo)聯(lián)標(biāo)準(zhǔn) aVR, aVL, aVF 及單極胸導(dǎo)聯(lián)V1–V6，其中標(biāo)準(zhǔn) I, II, III 肢體導(dǎo)聯(lián)如圖 2–4 所示。 圖 2–4 標(biāo)準(zhǔn) I, II, III 肢體導(dǎo)聯(lián) R: right arm I=EL–ER L: left arm II=EF–ER, F: left foot III=EF–EL 9 167。 P 波 P 波反映左右兩心房的電激動過程，也叫心房除極波。其起點(diǎn)表示竇房結(jié)開始激動，終點(diǎn)表示兩心房激動結(jié)束。正常 P 波具有以下特點(diǎn)： 方 向： I, II, aVF, V4–V6 各導(dǎo)聯(lián)應(yīng)直立向上， aVF 導(dǎo)聯(lián)波形則應(yīng)倒置； 時(shí)程： P 波的寬度應(yīng)小于 s； 電壓：即表示 P 波振幅，對肢體導(dǎo)聯(lián)應(yīng)小于 mV，對心前導(dǎo)聯(lián)應(yīng)小于 mV。 167。 PR 間期 PR 間期是 P 波起點(diǎn)至 QRS 波起點(diǎn)的時(shí)間間隔，它表示激動從竇房結(jié)發(fā)出，經(jīng)結(jié)間傳導(dǎo)束，房室交界區(qū)心室肌興奮，該過程所需時(shí)間，成人為 s~ s，兒童不超過 s。 167。 QRS 綜合波群 該波群是心室的除極波，代表全部心室纖維興奮。第一個(gè)向下的波叫 Q波，第一個(gè)向 上波叫 R 波，在 R 波后出現(xiàn)的倒置波稱為 S 波。 時(shí)程：正常人為 s~ s，兒童為 s~ s。 電壓： Q 波的深度小于同導(dǎo)聯(lián) R 波的四分之一，時(shí)間小于 s 各導(dǎo)聯(lián)的 R 波和 S 波中， RV1 小于 mV， RaVL 于 mV， RaVF 小于 mV，RV5 小于 mV， RaVR 小于 mV， RV5+SV1 小于 mV。 總的來說， QRS 綜合波的電壓在三個(gè)加壓肢體導(dǎo)聯(lián)或三個(gè)肢體導(dǎo)聯(lián)中，每一個(gè)導(dǎo)聯(lián) R+S 或 Q+S 電壓之和若都小于 mV，三個(gè)加壓肢體導(dǎo)聯(lián) QRS波總電 壓之和 (負(fù)電壓要按絕對值計(jì)算 )小于 mV，均為低電壓 [6]。 167。 ST 段 ST 段為 QRS 波群終點(diǎn)到 T 波起點(diǎn)的一段等位線，代表心室除極完畢到復(fù)極開始的一段時(shí)間，其開始部位 ST 交接點(diǎn)成為 J 點(diǎn)。觀察 ST 段有無變化，要以 J 點(diǎn)后 s 或 s 為準(zhǔn)，其正常電壓值在肢體導(dǎo)聯(lián)上升高小于 mV，右側(cè)胸導(dǎo)聯(lián)升高小于 mV，左側(cè)胸導(dǎo)聯(lián)升高小于 mV，任何導(dǎo)聯(lián)水平降低小于 mV。 167。 T 波 T 波為心室的復(fù)極波，方向常與 R 波方向一致。 T 波的形狀與幅度在不同導(dǎo)聯(lián)變化較 大，可以直立、倒置、雙向或低平，且在 R 波為主的導(dǎo)聯(lián)中 T波不應(yīng)低于 R 波的十分之一。 10 167。 QT間期 QT 間期為 QRS 波群起點(diǎn)至終點(diǎn)的時(shí)間，代表心室除極、復(fù)極過程中總共所需要的時(shí)間，有成為心臟電收縮時(shí)間。該值隨心率快慢而變異，心率若在 60–90 次 /分鐘時(shí)， QT 間期約為 s~ s。 167。 U 波 位于 T 波之后的小波，其產(chǎn)生機(jī)制尚不清楚。正常 U 波極性常與 T 波相同，以 V2, V3, V4 導(dǎo)聯(lián)的 U 波較顯著。 167。 心電圖的臨床診斷意義 心電圖反映了心臟在興奮的產(chǎn)生、傳導(dǎo)和恢復(fù)過程中的 電位變化，且在每個(gè)心動周期內(nèi)，心電由竇房結(jié)細(xì)胞產(chǎn)生興奮，依次傳向心房和心室，包含了大量心電信息，各段心電圖的變化均可作為心臟疾病 (如傳導(dǎo)阻滯、早搏、室顫、房顫、心肌缺血、梗塞等 )診斷的依據(jù)。一旦產(chǎn)生病變，心電圖將會表現(xiàn)為 QRS 變寬， ST 段位移改變，心率變化等。 167。 ST 段變化 ST 段水平型或下斜型壓低是診斷冠心病最有價(jià)值的指標(biāo)之一。目前仍為運(yùn)動試驗(yàn)陽性的主要標(biāo)準(zhǔn)， ST 段下移程度越重、越早、持續(xù)時(shí)間越長、陽性導(dǎo)聯(lián)數(shù)越多，則心肌缺血越重。運(yùn)動中 ST 段抬高往往是透壁性心肌缺血，反映嚴(yán)重的冠狀病變。 167。2 . QRS 波群的變化 有研究表明運(yùn)動試驗(yàn)同樣引起冠心病患者 QRS 波振幅的變化，使之振幅降低，且欲冠狀病變支數(shù)正相關(guān)。 QRS 波反映興奮在來那個(gè)心室肌傳播過程的電位變化，心肌缺血時(shí)心肌細(xì)胞內(nèi)鉀離子減少，鈉離子增加，使靜息膜電位降低、心肌細(xì)胞 0 相及 1 相傳到速度和幅度降低，減慢浦氏纖維等的傳導(dǎo)速度，因此，心電圖 QRS 波時(shí)限延長，振幅降低。 QRS 波振幅、間期及形態(tài)的異常變化反映了心室肌新店不穩(wěn)定性、心室肌結(jié)構(gòu)及功能紊亂，而運(yùn)動試驗(yàn)則使上述表現(xiàn)更加充分，并能揭示靜息狀態(tài)下不能發(fā)現(xiàn)的問題。因此。運(yùn)動試驗(yàn)中 QRS 波的 變化可作為判定冠心病的一項(xiàng)指標(biāo)。 167。 Q–T 間期變化 心肌缺血主要是心肌復(fù)極異常，往往出現(xiàn) Q–T 間期延長及 Q–T 間期離散度增加。冠心病患者運(yùn)動后 Q–T 間期或 Q–T 間期離散度異常是常見的表現(xiàn)，有時(shí)是唯一的改變。 11 167。 U 波變化 運(yùn)動后 U 波倒置是冠心病診斷的一條重要線索，對 ST 段無變化的病例更具診斷意義，其多見于左前降支或左主干明顯的狹窄。 NU 現(xiàn)象的發(fā)生 ，與患者心肌缺血發(fā)作、心臟舒張功能減退有密切的關(guān)系是一個(gè)對冠心病、心絞痛的診斷以及判斷心功能改變有價(jià)值的指標(biāo) 。 167。 心律失常 在健康 人和冠心病患者，運(yùn)動都可誘發(fā)各種心律失常，但運(yùn)動試驗(yàn)陽性會伴有嚴(yán)重的心律失常，多提示嚴(yán)重冠狀病變：①在輕微運(yùn)動時(shí)或心率不很快時(shí)發(fā)生；②年齡較大者；③靜息時(shí)有早搏，運(yùn)動時(shí)早搏增多；④運(yùn)動中多源、頻發(fā)、成串的早搏 [10–16]。 12 第三章 系統(tǒng)硬件電路的設(shè)計(jì) 167。 硬件電路設(shè)計(jì)框圖 本系統(tǒng)硬件部分主要完成心電信號的預(yù)處理，數(shù)據(jù)采集 (包括 USB 接口電路 )系統(tǒng)，以及踏車阻力電路的設(shè)計(jì)，以使其能夠?qū)崿F(xiàn)系統(tǒng)上、下位機(jī)之間的數(shù)據(jù)通信，從而達(dá)到對心電信號進(jìn)行檢測處理的效果。 心電信號預(yù)處理 數(shù)據(jù)采集系統(tǒng) 踏車阻力電路 圖 3–1 系統(tǒng)硬件設(shè)計(jì)框圖 心電 圖是臨床疾病診斷中常用的輔助手段。心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)是心電圖檢查儀的關(guān)鍵部件。人體心電信號的主要頻率范圍為 ~100 Hz，幅度約為0~4 mV，信號十分微弱。并且心電信號中通?；祀s有其它生物電信號，加之體外以 50 Hz 工頻干擾為主的電磁場的干擾，使得心電噪聲背景較強(qiáng)，測量條件比較復(fù)雜。為了不失真地檢出有臨床價(jià)值的干凈心電信號，需要對直接獲取的心電信號進(jìn)行一系列地預(yù)處理，且往往要求心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)具有高精度、高穩(wěn)定性、高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲及強(qiáng)抗干擾能力等性能。綜合以上各種條件，這里采取以下處 理過程，如圖 3–2 所示。 前置放大 帶通濾波 二次放大 5 0 H z 陷波 3 5 H z 陷波 A / D 轉(zhuǎn)換 圖 3–2 心電數(shù)據(jù)采集系統(tǒng)原理框圖 13 167。 心電放大電路設(shè)計(jì) 由于人體心電信號十分微弱，噪聲背景強(qiáng)且信號源阻抗較大，加之電極引入的極化電壓差值較大 (比心電差值幅度大幾百倍 )，因此，通常要求前置放大器具有高輸入阻抗、高共模抑制比、低噪聲、低漂移、非線性度小、合適的頻帶和動態(tài)范圍等性能，設(shè)計(jì)時(shí)一般都采用差分放大電路。本設(shè)計(jì)選用儀用放大器 AD620 作為前置放大器。它是單片低功耗、高精度、儀表放大器，有三個(gè)運(yùn)算放大器組成，并在傳統(tǒng)的三運(yùn)放方式的基礎(chǔ)上作了一些改進(jìn) (內(nèi)部電路略 )。作 為一種 低功耗的儀用放大器， AD620 特別適合做小信號的前置放大級，經(jīng) AD620 放大后的小信號失真度很小，加一 級 AD620 組成的前置放大，同樣可以把系統(tǒng)誤差控制在系統(tǒng)設(shè)計(jì)要求的范圍內(nèi) 。 AD620 輸入端具有低輸入偏置電流、低噪音、高精度、較高建立時(shí)間、低功耗等特性，共模抑制比可達(dá) 130 dB，非常適合作為醫(yī)療儀器前置放大器使用。其增益可調(diào) (范圍約 1~1 000 倍 )，并可由公式 gG R ??? (3–1) 來確定。為防止前置放大器工作于飽區(qū) 和或截止區(qū)，其增益不能過大，試驗(yàn)表明： 10 倍左右效果較好。前置放大電路如圖 3–3 所示。 圖 3–3 心電前置放大電路 14 由抗干擾理論與實(shí)踐證明，在傳輸弱信號的電纜線的屏蔽層加上一定電位時(shí)，將大大減小由屏蔽層與芯線之間分布電容耦合引入的干擾。 該電路中U3 便是基于這種考慮，通過 U3 可將 R1, R2 上的人體共模信號檢測出來用于驅(qū)動導(dǎo)線屏蔽層，以消除分布電容，提高輸入阻抗和共模抑制比 (存在共模電壓時(shí)屏蔽線被驅(qū)動，共模電阻對增益的影響約為 %)。實(shí)際上，還可在上圖基礎(chǔ)上添加由另一集成運(yùn)放 U，兩個(gè)電阻和一個(gè)電容 構(gòu)成的“浮地”驅(qū)動電路，其主要是針對心電檢測系統(tǒng)中待檢測的對地浮動的差模信號問題 (通常待測信號與系統(tǒng)信號參考地之間存在一些較大數(shù)值的共模信號 )而采用的信號測量和處理方法，它可將人體共模信號倒相放大后用于激勵(lì)人體右腿，從而降低甚至抵消共模電壓，以達(dá)到較強(qiáng)抑制 50 Hz 工頻干擾之目的。但此種做法會使電路變得很復(fù)雜，參數(shù)也不易設(shè)置，所以這里采用了后面的 50 Hz陷波器對工頻干擾進(jìn)行了相應(yīng)的濾波處理。 U1, U2 主要用于穩(wěn)定輸入信號和提高輸入阻抗，進(jìn)一步提高共模抑制比。 167。 濾波電路及二次放大設(shè)計(jì) 由 RC 元 件與運(yùn)算放大器組成的濾波器稱為 RC 有源濾波器，其功能是讓一定頻率范圍內(nèi)的信號通過，面對此頻率范圍以外的信號抑制或急劇衰減。該類有源濾波電路具有體積小、重量輕、性能穩(wěn)定、調(diào)理方便等優(yōu)點(diǎn)，因而被廣泛用于信息處理、數(shù)據(jù)傳輸、抑制干擾等方面。根據(jù)通過信號的容許頻率范圍，可分為低通、高通、帶通、帶阻等四種濾波器。且因其受運(yùn)算放大器頻帶限制，這類濾波器主要用于 1 MHz 以下的低頻范圍。由于心電信號頻帶主要集中在 ~100 Hz，頻帶較寬，為此，可選用有源低通濾波電路和有源高通濾波電路串聯(lián)后組成的帶同濾波電路對采集 到的心電信號進(jìn)行濾波處理。為了使輸出電壓在高頻段以更快的速率下降，以改善濾波效果，可在一節(jié)濾波電路中再加一節(jié) RC 濾波環(huán)節(jié)，構(gòu)成二階有源濾波電路。它比一階低通濾波器的濾波效果更好。 167。 二階低通有源濾波器的工作原理 電路為典型的單端正反饋型低通有源濾波器。它是由兩節(jié) RC 濾波電路和同相放大電路組成，其中 由具有正相增益的常用二階低通濾波器電路，運(yùn)放和它的兩個(gè)連接電阻形成的 同相比例放大電路實(shí)際上就是所謂的壓控電壓源 (VCVS)。 其特點(diǎn)是，輸入阻抗高，輸出阻抗低 ，電路如圖 3–1 所示。 15 圖 3–1 低通濾波 電路 濾波器 的 增益為 rfRRK ??